DE102023109845A1

DE102023109845A1 - OCT-System und Verfahren zum Betrieb desselben

Info

Publication number: DE102023109845A1
Application number: DE102023109845.4A
Authority: DE
Inventors: Christoph Hauger; Christoph Schaeff
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2023-04-19
Filing date: 2023-04-19
Publication date: 2024-05-02

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein OCT-System (100), aufweisend: eine breitbandige Lichtquelle (11), ein zum Erzeugen und Überlagern eines Probenstrahls (12) und eines Referenzstrahls (13) ausgebildetes Interferometer (14), einen zum Leiten des Probenstrahls (12) von und zu einer Probe (50) ausgebildeten Probenstrahlengang, einen zum Erfassen eines durch Überlagerung von Probenstrahl (12) und Referenzstrahl (13) erzeugten Interferenzmusters (17) als zeitaufgelöstes OCT-Signal (19) ausgebildeten Detektor (18), einen zum Reflektieren und Umformen von der Lichtquelle (11) emittierten Lichts ausgebildeten Mikrospiegelaktor (6) und einen Multimode-Lichtwellenleiter (7) zum Führen des vom Mikrospiegelaktor (6) reflektierten und umgeformten Lichts zu der Probe (50), wobei der Multimode-Lichtwellenleiter (7) ein erstes in Richtung des Mikrospiegelaktors (6) weisendes Ende und ein zweites in Richtung der Probe (50) weisendes Ende umfasst und wobei der Mikrospiegelaktor (6) und der Multimode-Lichtwellenleiter (7) in dem Probenstrahlengang angeordnet sind.

Description

Gegenstand der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein OCT-System und ein Verfahren zum Betrieb eines OCT-Systems, insbesondere ein OCT-System umfassend eine neuartige Scaneinheit.
Technologischer Hintergrund
Der Einsatz von technologischen Hilfsmitteln ist fester Bestandteil der modernen Medizin. Verschiedenste bildgebende Verfahren werden mittlerweile in der Chirurgie ebenso selbstverständlich eingesetzt, wie in der Diagnostik. Das Verwenden bildgebender Verfahren ermöglicht dabei die Darstellung sowie Diskriminierung vielfältiger Strukturen im Patienten und die vom Patienten gewonnenen Bilddaten können somit vorteilhaft nicht nur in der Diagnostik, sondern auch in therapeutischen und chirurgischen Verfahren eingesetzt werden.
Operationsmikroskope finden unter anderem regelmäßige Anwendung bei ophthalmologischen Eingriffen, beispielsweise in der Kataraktchirurgie und der Retinachirurgie. Mittels des Operationsmikroskops erfolgt dabei während des ophthalmologischen Eingriffs eine kontinuierliche oder semi-kontinuierliche Abbildung von Strukturen des Auges. So ist in der Retinachirurgie regelmäßig eine Abbildung des Augenhintergrundes (Fundus) notwendig. Je nach chirurgischem Eingriff können aber auch Abbildungen mittlerer Augenabschnitte oder der Netzhaut(-peripherie) notwendig sein.
Neben der Erfassung der Oberfläche eines Sichtfelds mittels Operationsmikroskop existieren mittlerweile auch Methoden zum Erfassen von Tiefeninformationen des Sichtfelds. Diese Methoden umfassen die optische Kohärenztomographie (optical coherence tomography, OCT), welche die dreidimensionale mikroskopische Abbildung von optisch transparenten und/oder reflektierenden Objekten und somit die Aufnahme von Volumenbildern des biologischen Gewebes im betrachteten Sichtfeld erlaubt. Bei der optischen Kohärenztomographie (OCT) handelt es sich im Wesentlichen um eine interferometrische Methode unter Verwendung von breitbandigem Licht mit geringer Kohärenzlänge. Systeme zum Erfassen von OCT-Daten weisen daher in der Regel ein Interferometer und eine breitbandige Lichtquelle mit spektraler Breite von mehr als 1 % der zentralen Wellenlänge auf.
Die Erfassung von OCT-Daten kann sequentiell oder parallel erfolgen. Die sequentielle Erfassung von OCT-Daten erfolgt beispielsweise, indem ein kohärenzarmer Quelllichtstrahl an einem Strahlteiler in einen Probenstrahl und in einen Referenzstrahl geteilt wird, die durch zwei Arme eines Interferometers geschickt werden, wobei im Referenzstrahlengang ein beweglicher Referenzspiegel und im Objektstrahlengang das zu untersuchende Objekt angeordnet sind. Durch Verschiebung des Referenzspiegels kann ein Gangunterschied zwischen Objekt- und Referenzstrahl und somit die vermessene Tiefe eingestellt werden. Mittels eines Spiegels im Objektstrahlengang wird der Objektstrahl zweidimensional über die Probe gerastert, was im Ergebnis eine dreidimensionale Abtastung der Probe ermöglicht.
Bei solch einer Erfassung von OCT-Daten in der Zeitdomäne (time domain OCT - TD OCT) korrespondiert die spektrale Breite der Lichtquelle Δλ zu einer Kohärenzlänge L_C von L_C=λ*/Δλ. Die axiale Auflösung eines OCT-Systems korrespondiert zur Kohärenzlänge Lc des eingesetzten Lichts und bezeichnet das Auflösungsvermögen von Objekten, die entlang der optischen Achse einen Abstand von zumindest der Kohärenzlänge aufweisen. Beispielsweise hat eine Lichtquelle im Nahinfrarotbereich mit zentraler Wellenlänge von 800 nm und einer spektralen Breite von 80 nm eine Kohärenzlänge von 7 µm und ein OCT-System mit einer solchen Quelle hat somit eine axiale Auflösung von etwa 1-10 µm. Die transversale Auflösung eines OCT-Systems ist durch die im Objektstrahlengang verwendete Optik bestimmt, insbesondere durch die das Licht auf das zu untersuchende Objekt fokussierende Objektlinse.
Eine sequentielle Erfassung von OCT-Daten ist auch in der Frequenzdomäne möglich (frequency domain OCT - FD OCT), wobei in der Regel zwischen der Verwendung einer durchstimmbaren Quelle (swept source OC7) und der Verwendung eines dispersiven Detektors (spectral domain OCT- SD OCT) unterschieden wird. Bei der swept source OCT wird die Frequenz der Anregungslichtquelle, beispielsweise einem Laser, durchgestimmt, wodurch ein Gangunterschied zwischen Proben- und Referenzstrahl und somit die abgetastete Probentiefe auch ohne verschiebbaren Referenzspiegel variiert werden kann. Bei der SD OCT wird ebenfalls eine breitbandige Lichtquelle verwendet, jedoch werden die Frequenzkomponenten des Interferenzsignals vor der Detektion separiert, beispielsweise durch ein optisches Gitter.
Mittels OCT sind Schnitt- und Volumendaten von biologischem Gewebe erfassbar und der Informationsgehalt für einen Operateur kann deutlich erhöht werden. Somit ist eine Integration von OCT in Operationsmikroskope sinnvoll, um sowohl Videodaten der Oberfläche eines gewünschten Sichtfelds als auch Tiefen- und/oder Schnittbilder des Sichtfelds darzustellen. Auch bei ophthalmologischen Eingriffen bietet die Anwendung von OCT viele Vorteile, indem Schnittdaten in der Diagnostik beispielsweise detailliert Auskunft über Hornhautkrümmungen und Ablösungen von Netzhautkomponenten geben können und bei chirurgischen Eingriffen beispielsweise über die Relativlage von chirurgischem Werkzeug und Augenstrukturen.
Traditionell kommen in diesen chirurgischen oder diagnostischen Instrumenten Galvanometerscanner zum Einsatz. Galvanometerscanner haben in diesen Geräten häufig eine große Baugröße von bis zu (2cm)³. Aktuell gibt es zahlreiche Bestrebungen OCT-Systeme in Instrumente zu integrieren und in der minimalinvasiven Chirurgie und Diagnostik einzusetzen. Hier müssen insbesondere die Komponenten zur Strahlablenkung miniaturisiert werden, da diese bislang große Baugrößen aufweisen. Aus dem Stand der Technik ist bekannt, Piezoelemente zur Strahlablenkung zu verwenden. Jedoch ist es bei verschiedenen minimalinvasiven Anwendungen aus Platzgründen nicht möglich, am distalen Ende eines chirurgischen oder diagnostischen Instruments eine solche Strahlablenkung zu integrieren. Ein Beispiel dafür ist ein Instrument zur Durchführung eines Membranpeelings an der Retina, hier kommen Instrumente mit Durchmessern im Millimeter- oder Submillimeterbereich zum Einsatz, sodass kein Bauraum für eine (elektro)mechanische Strahlablenkung vorhanden ist.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein verbessertes OCT-System mit einer minimierten Scaneinheit und ein entsprechendes Verfahren bereitzustellen, welches die Nachteile des Standes der Technik überwindet oder verringert und eine Strahlablenkung in drei Raumdimensionen auch ohne distale angeordnete, mechanisch bewegliche Komponenten ermöglichen soll.
Beschreibung der Erfindung
Die erfindungsgemäße Aufgabe wird gelöst durch die Gegenstände der unabhängigen Patentansprüche. Bevorzugte Weiterbildungen sind Gegenstand der Unteransprüche.
Ein erster Aspekt der vorliegenden Offenbarung betrifft ein System zum Erfassen von OCT-Signalen, bevorzugt zum Erfassen solcher Signale mittels eines sehr kleinen, medizintechnischen Instruments mit Durchmessern im Millimeter- und Submillimeter-Bereich.
Das erfindungsgemäße OCT-System weist eine zum Beleuchten einer Probe ausgebildete breitbandige Lichtquelle auf. Bei dieser Lichtquelle handelt es sich bevorzugt um einen durchstimmbaren Laser (engl. swept source), beispielsweise einen Breitband-Laser, einen Superkontinuum-Laser und/oder einen Ultrakurzpulslaser. Dabei kann ein durchstimmbarer Laser zu einem gegebenen Zeitpunkt eine schmalbandige Lichtquelle sein, deren Mittelfrequenz jedoch zeitlich gezielt variierbar ist oder aus einer Mehrzahl schmalbandiger Lichtquellen gebildet sein. Es können jedoch auch andere breitbandige Quellen zum Einsatz kommen, beispielsweise eine Superlumineszenzdiode, beispielsweise in einer FD-OCT.
Das OCT-System weist ferner bevorzugt ein zum Erzeugen und Überlagern eines Probenstrahls und eines Referenzstrahls ausgebildetes Interferometer auf, beispielsweise ein Michelson, Mach-Zehner oder Koster Interferometer. Vorzugsweise handelt es sich um ein faseroptisches Interferometer. Das Interferometer weist bevorzugt einen Strahlteiler zum Erzeugen und Überlagern von Proben- und Referenzstrahl aus dem Licht der breitbandigen Quelle, einen Referenzstrahlengang und einen Probenstrahlengang auf. Der Probenstrahlengang ist ausgebildet den, Probenstrahl von und zu der Probe oder einem Untersuchungsgegenstand zu leiten beziehungsweise zu führen. Ferner bevorzugt weist das System Mittel zum Einstellen einer untersuchten Probentiefe auf. Dabei kann es sich je nach Messmethode um ein Mittel des Interferometers zum Erzeugen eines Gangunterschieds (wie eines im Referenzstrahl verschiebbaren Spiegels bei einer SD-OCT), ein Mittel des Detektors zum Separieren von Licht eines bestimmten Gangunterschieds (wie ein optisches Gitter bei einer FD-OCT) oder um ein Mittel der Lichtquelle zum Erzeugen von Licht eines bestimmten Gangunterschieds (wie eine durchstimmbare Quelle bei einer swept source-OCT) handeln.
Das OCT-System weist ferner einen zum Abrastern der Probe mit dem Probenstrahl ausgebildeten neuartigen Scanmechanismus auf. Der Scanmechanismus ist insbesondere dazu ausgebildet, den Probenstrahl in drei Dimensionen über und/oder in die Probe zu rastern. Es handelt sich bei dem Scanmechanismus um die Kombination aus einem Mikrospiegelaktor und einem Multimode-Lichtwellenleiter, wobei der Mikrospiegelaktor und der Multimode-Lichtwellenleiter in dem Probenstrahlengang angeordnet sind.
Der Mikrospiegelaktor ist bevorzugt als mikrooptoelektromechanisches System (MOEMS) ausgebildet, besonders bevorzugt als Digital Micromirror Device (DMD). Der Mikrospiegelaktor ist ferner bevorzugt dazu ausgebildet, von der Lichtquelle emittiertes Licht zu reflektieren und umzuformen, noch bevorzugter eine Wellenfront des von der Lichtquelle emittieren Lichts. Die Taktrate des Mikrospiegelaktors bestimmt die maximale Abtastrate für die OCT-Bildgebung. MOEMS, auch bekannt als optische MEMS, sind Integrationen mechanischer, optischer und elektrischer Systeme, bei denen optische Signale auf kleinstem Raum erfasst oder manipuliert werden. MOEMS werden in der Regel mit Hilfe von Mikrooptik und Standard-Mikrobearbeitungstechnologien aus Materialien wie Silizium, Siliziumdioxid, Siliziumnitrid und Galliumarsenid hergestellt. Bei einem digitale Mikrospiegelgerät (engl. Digital Micromirror Device, DMD) handelt es sich ebenfalls um ein mikrooptoelektromechanisches System (MOEMS).
Der Multimode-Lichtwellenleiter zum Führen des vom Mikrospiegelaktor reflektierten und umgeformten Lichts der Lichtquelle zu einer Probe, weist ein erstes in Richtung des Mikrospiegelaktors weisendes Ende (proximales Ende) und ein zweites in Richtung der Probe weisendes Ende (distales Ende) auf.
Das OCT-System weist ferner einen zum Erfassen eines durch Überlagerung von Probenstrahl und Referenzstrahl erzeugten Interferenzmusters ausgebildeten Detektor auf. Bei dem Detektor handelt es sich beispielsweise um einen Liniendetektor, ein zweidimensionales Detektorarray, einen Photodetektor beziehungsweise einen dispersiven Detektor. Der Detektor ist beispielsweise als CCD oder als ein CMOS-Detektor ausgebildet. Es handelt sich bevorzugt bei dem Detektor um ein Spektrometer, vorzugsweise inklusive einer zugehörigen Auswerteeinheit.
Das System gemäß der vorliegenden Offenbarung weist vorzugsweise ferner ein zur zeitaufgelösten Anzeige von Bilddaten ausgebildetes Anzeigemittel auf. Bei dem Anzeigemittel handelt es sich bevorzugt um einen oder mehrere Bildschirme, beispielsweise um zumindest einen Bildschirm eines Operationsmikroskops, um einen in einem Operationsraum fest installierten Bildschirm oder um ein Head-Mounted-Display (HMD), beispielsweise eine Videobrille. Bei dem Bildschirm handelt es sich vorzugsweise um einen 4K und/oder 8K fähigen Bildschirm und/oder um einen zur stereoskopischen Darstellung ausgebildeten 3D-Bildschirm.
Das System gemäß der vorliegenden Offenbarung weist vorzugsweise ferner eine Steuereinheit auf, die mit dem OCT-System und dem Anzeigemittel verbunden ist, insbesondere zur ein- oder wechselseitigen Datenübertragung. Die Steuereinheit ist dazu eingerichtet, das OCT-System zum Erfassen eines zeitaufgelösten OCT-Signals einer Probe anzusteuern. Bei der Probe handelt es sich beispielsweise um ein Operationsgebiet eines Patienten, bei ophthalmologischen Operationen insbesondere um ein Auge. Bei der Probe kann es sich jedoch auch um beliebige andere Operationsgebiete handeln, wie beispielsweise um Hirngewebe in der Neurochirurgie, um im HNO-Bereich befindliches Gewebe bei der HNO-Chirurgie oder um Zahnfleisch, Zahnstein oder Zahnnerven bei der Dentalchirurgie. Ebenso kann es sich um beliebige andere Gewebe oder Präparate (in vivo, in vitro oder in situ) handeln.
Vorzugsweise ist die Steuereinheit mit der Lichtquelle, dem Detektor und dem Mikrospiegelaktor verbunden und ausgebildet, die Lichtquelle anzusteuern, den Mikrospiegelaktor zum Umformen des von der Lichtquelle emittierten Lichts anzusteuern und den Detektor zum Erfassen des OCT-Signals der Probe anzusteuern. Vorzugsweise ist die Steuereinheit ausgebildet den Mikrospiegelaktor zum Umformen einer Wellenfront des von der Lichtquelle emittierten Lichts anzusteuern.
Vorzugsweise ist der Mikrospiegelaktor derartig ansteuerbar, dass durch das Umformen des von der Lichtquelle emittierten Lichts, bevorzugter dessen Wellenfront, die Anzahl von Lichtpunkten, die Lichtpunktgröße, der Fokus, die Lichtintensität, die Apertur und/oder die Position eines Lichtpunkts des Probenstrahls auf oder in der Probe einstellbar sind.
Besonders bevorzugt ist der Mikrospiegelaktor dazu ausgebildet, die Wellenfront des von dem Mikrospiegelaktor reflektierten Lichts der Lichtquelle derart (einstellbar) vorzuformen, dass die Position des Lichtspots veränderbar eingestellt werden kann, ohne dass dafür die Multimodefaser bewegt werden muss. Insbesondere ist die Position des Lichtspots (Fokuspunkts des ausgekoppelten Lichtsignals) in drei Raumrichtungen variabel einstellbar, wobei eine Einstellung der Position in einer (x-y) Ebene eine Rasterung des Lichtspots über einen Untersuchungsgegenstand ermöglicht und wobei eine Einstellung der Position entlang einer optischen Achse (z-Achse) eine Einstellung der Fokusebene des Lichtsignals am distalen Ende der Multimodefaser ermöglicht. Das hierbei aus dem distalen Ende der Multimodefaser ausgekoppelte Licht tritt als Lichtspot bevorzugt kegelförmig aus der Multimodefaser aus. Der Kegel verjüngt oder erweitert sich strahlabwärts der Faser.
In einer Ausführungsform weist ein Lichtspot bevorzugt einen Durchmesser von mehreren Millimetern, besonders bevorzugt einen Durchmesser von 5 mm mit Toleranzen von +5 mm / -2 mm auf. Übliche Arbeitsabstände zwischen dem distalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiter und der Probe liegen dabei im Bereich von 15 mm +/- 5 mm. Ebenfalls bevorzugt ist der Mikrospiegelaktor dazu ausgebildet, die Wellenfront des von dem Mikrospiegelaktor reflektierten Lichts der Lichtquelle derart (einstellbar) vorzuformen, dass eine flächige Beleuchtung des am distalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiters angeordneten Untersuchungsgegenstandes erfolgt. In einer weiteren besonders bevorzugten Ausführungsform wird der Lichtspot auf einen Punkt fokussiert. besonders bevorzugt weist ein Lichtspot dabei einen Durchmesser von zwischen 800 nm und 300 µm auf. Auch diesem Fall, liegen die üblichen Arbeitsabstände zwischen dem distalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiters und der Probe im Bereich von 15 mm +/- 5 mm.
Das System gemäß der vorliegenden Offenbarung ermöglicht somit vorteilhaft verschiedene medizintechnische Anwendungen, wie beispielsweise bildgebende Anwendungen und/oder invasive Behandlungen mit Laserlicht.
Die Anzahl von Lichtpunkten, die Lichtpunktgröße, der Fokus, die Lichtintensität, die Apertur und/oder die Position eines Lichtpunkts auf oder in der Probe des Probenstrahls werden bevorzugt durch einen Nutzer ausgewählt. Das zeitaufgelöste OCT-Signal wird bevorzugt erfasst, indem ein Lichtsignal erzeugt und mittels des Interferometers teilweise als Probenstrahl auf die Probe gelenkt und in dem Interferometer mit einem ebenfalls aus dem Lichtsignal erzeugten Referenzstrahl zur Überlagerung gebracht wird, um ein Interferenzmuster zu erzeugen.
Der Mikrospiegelaktor ist bevorzugt zum Rastern des Probenstrahls des OCT-Systems in drei Raumdimensionen ansteuerbar. Das bedeutet, dass im Gegensatz zu herkömmlichen Systemen, bei denen eine Rasterung einer Probe mittels Scanmechanismus nur in zwei Raumdimensionen möglich ist, die erfindungsgemäße Rasterung mittels des Mikrospiegelaktors vorteilhaft auch eine Fokustiefe in der Probe eingestellt werden kann. Der Mikrospiegelaktor hat ferner den Vorteil, dass dieser komplett digital angesteuert werden kann und eine Wellenfrontumformung und Strahlablenkung ohne mechanisch-bewegliche Komponenten, bevorzugt am distalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiters, ausgeführt werden kann. Ein Vorteil ergibt sich daraus, dass am Ort des Fokus eine Lateralauflösung am besten ist. Durch Verstellen des Fokus in der Tiefenrichtung der Probe (üblicherweise die z-Richtung) mit Hilfe des Mikrospiegelaktors kann man somit auf die Strukturen der Probe fokussieren, die für die Aufnahme am wichtigsten sind und diese mit der höchsten Lateralauflösung detektieren. In konventionellen OCT-Systemen erhält man über eine Änderung im Referenzstrahlengang Tiefeninformationen der Probe, da jedoch in dem Fall nicht der Fokus direkt in Tiefenrichtung der Probe geändert wird, erhält man eine geringere Lateralauflösung.
In einer bevorzugten Ausführungsform des Systems gemäß der vorliegenden Offenbarung weist ein OCT-Signal eine Vielzahl von Tupeln auf, die jeweils ein Volumenelement der Probe und eine Streuintensität umfassen (beziehungsweise repräsentieren). Das Volumenelement der Probe ist dabei bevorzugt durch drei Raumkoordinaten (beispielsweise x, y und z) repräsentiert und kann beispielsweise als ein Probenvoxel interpretiert werden. Neben der Streuintensität kann das Tupel weitere Werte aufweisen. Gemäß dieser Ausführungsform weist das Anzeigemittel eine Vielzahl von Pixeln auf und ist die Steuereinheit dazu eingerichtet, die zeitaufgelösten OCT-Bilder anhand der Tupel und anhand der Auflösung des Anzeigemittels so zu ermitteln, dass bestimmte Pixel zu bestimmten Volumenelementen korrespondieren, sprich dass bestimmte Pixel bestimmte Volumenelemente der Probe anzeigen. Mit anderen Worten ermittelt die Steuereinheit eine Zuordnung von Pixeln des Anzeigemittels und Volumenelementen der Probe. Diese Zuordnung kann dabei von weiteren Einstellungen abhängen, wie beispielsweise einer Rasterauflösung des eingesetzten Scanmechanismus. Die Steuereinheit realisiert somit eine örtliche Registrierung zwischen Pixeln des Anzeigemittels und den OCT-Signalen beziehungsweise den ermittelten OCT-Bildern.
Das Rastern des Probenstrahls mittels des Mikrospiegelaktors umfasst bevorzugt eine sequentielle Fokussierung des Probenstrahls auf die Volumenelemente in der Probe. Da im Gegensatz zu konventionellen zweidimensionalen Scanmechanismen der erfindungsgemäße Scanmechanismus in drei Raumdimensionen rastern kann, ist es möglich, mit dem Mikrospiegelaktor direkt bestimmte dreidimensionale Koordinaten in der Probe zu fokussieren.
Der Mikrospiegelaktor umfasst bevorzugt eine Vielzahl von einzelnen Spiegelelementen, wobei die Spiegelelemente einzeln (bevorzugt von der Steuereinheit) ansteuerbar sind.
Der Multimode-Lichtwellenleiter weist bevorzugt einen Durchmesser von 50 µm - 200 µm auf. Multimode-Lichtwellenleiter mit diesen Durchmessern können wegen ihres geringen Durchmessers leicht in bestehende chirurgische oder diagnostische Instrumente integriert werden. Allein durch die Umformung oder Vorformung der Wellenfront mit dem oben genannten Mikrospiegelaktor strahlaufwärts des Multimode-Lichtwellenleiters kann die Probe strahlabwärts des Multimode-Lichtwellenleiters leicht abgescannt werden. Somit kann der Mikrospiegelaktor vorteilhaft separat von einem medizintechnischen, beispielsweise chirurgischen oder diagnostischen, Instrument angeordnet beziehungsweise integriert sein. Das medizintechnische Instrument muss somit lediglich den Multimode-Lichtwellenleiter aufweisen, welcher über eine hohe mechanische Flexibilität und geringe Größe verfügt und mithin optimal für minimalinvasive Verfahren geeignet ist. Bevorzugt handelt es sich bei dem medizintechnischen Instrument um ein Endoskop.
Im erfindungsgemäßen OCT-System sind bevorzugt (nicht bewegliche) weitere optische Elemente angeordnet. Beispielsweise kann vor dem Mikrospiegelaktor ein Kollimator angeordnet werden, um das auf den Mikrospiegel auftretende Licht parallel auszurichten. Dieser Kollimator kann auch zwischen der Lichtquelle und dem Strahlteiler des Interferometers angeordnet werden. Es können zudem strahlaufwärts und strahlabwärts des Multimode-Lichtwellenleiters Linsen angeordnet werden, um eingekoppeltes und ausgekoppeltes Licht zu fokussieren. Alternativ oder zusätzlich sind die Eintritts- und Austrittsflächen der Multimodefaser entsprechend verformt, um eine solche Fokussierung zu bewirken. Weiterhin sind bevorzugt verschiedene Polarisatoren und Polarisationsfilter an geeigneten Stellen des OCT-Systems angeordnet, um Licht an beliebigen Stellen zu filtern. Weiterhin ist optional vorgesehen, dass die von der Lichtquelle emittierte Strahlung über einen Lichtwellenleiter zum Strahlteiler verläuft. Zudem können auch im Referenzstrahlengang und Probenstrahlengang weitere Lichtwellenleiter angeordnet sein, um eine platzsparende und effiziente Übertragung von Licht zu ermöglichen.
Vorzugsweise wird bei dem erfindungsgemäßen OCT-System ein von der Probe zurückgestreuter Probenstrahl über den Multimode-Lichtwellenleiter, über den Mikrospiegelaktor und den Strahlteiler zu dem Detektor geführt. Alternativ bevorzugt wird der von der Probe zurückgestreute Probenstrahl über einen zweiten Multimode-Lichtwellenleiter zu dem Detektor geführt. Diese alternative Ausführungsform hat den Vorteil, dass das OCT-Signal weniger Rauschen aufweist, da der zurückgestreute Probenstrahl nicht mit dem auf die Probe gerichteten Probenstrahl überlagert wird. Gemäß dieser alternativen Ausführungsform wird der zweite Multimode-Lichtwellenleiter bevorzugt direkt zum Detektor geführt, wo eine Überlagerung zwischen Probenstrahl und Referenzstrahl erfolgt. Alternativ bringt der zweite Multimode-Lichtwellenleiter den zurückgestreuten Probenstrahl in den Strahlteiler ein und dort findet die Überlagerung mit dem Referenzstrahl statt. Ebenso bevorzugt ist ein zweiter Strahlteiler strahlaufwärts des Detektors angeordnet und der zweite Multimode-Lichtwellenleiter ist auf diesen Strahlteiler gerichtet und die Überlagerung zwischen Probenstrahl und Referenzstrahl findet an dem zweiten Strahlteiler statt.
Das neuartige Scanmodul gemäß der vorliegenden Offenbarung erschließt ein völlig neues Feld für die Nutzung von OCT in sehr kleinen, medizintechnischen Instrumenten mit Durchmessern im Millimeter- und Submillimeter-Bereich. Da das Scannen einer Probe mittels des am proximalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiters angeordneten Mikrospiegelaktors erfolgt, sind vorteilhaft sehr kompakte medizintechnischen, beispielsweise mikrochirurgische, Instrumente realisierbar. Besonders bevorzugt können derartige medizintechnische Instrumente als Endoskop ausgebildet sein.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Offenbarung betrifft ein Verfahren zum Erfassen von OCT-Signalen. In einem ersten Schritt des Verfahrens gemäß der vorliegenden Offenbarung erfolgt ein Emittieren von breitbandigem Licht aus einer Lichtquelle. Bei der Lichtquelle handelt es sich, wie oben beschrieben, bevorzugt um eine breitbandige Lichtquelle. Das Licht wird in einem weiteren Schritt durch einen Strahlteiler in einen Probenstrahl und einen Referenzstrahl geteilt. Der Probenstrahl wird in einem folgenden Schritt (von dem Strahlteiler aus) in Richtung eines Mikrospiegelaktor geführt. In einem weiteren Schritt wird der auf den Mikrospiegelaktor auftreffende Probenstrahl umgeformt und reflektiert, bevorzugt wird eine Wellenfront des auf den Mikrospiegelaktor auftreffenden Lichts des Probenstrahls umgeformt und reflektiert. Im nächsten Schritt wird das von dem Mikrospiegelaktor reflektierte und umgeformte Licht des Probenstrahls in ein erstes (proximales) Ende eines Multimode-Lichtwellenleiters eingekoppelt und nachfolgend wird das umgeformte Licht des Probenstrahls zum Beleuchten der Probe aus einem zweiten (distalen) Ende des Multimode-Lichtwellenleiters ausgekoppelt. Schließlich wird ein von der Probe zurückgestreuter Probenstrahl und der Referenzstrahl überlagert und somit ein Interferenzmuster erzeugt, welches als OCT-Signal erfasst wird.
Wie schon für das OCT-System offenbart, umfasst das Verfahren bevorzugt den Schritt des Rasterns des Probenstrahls in drei Raumdimensionen mit dem zum Beleuchten der Probe ausgekoppelten Lichts des Probenstrahls durch das Umformen und Reflektieren des auf den Mikrospiegelaktor auftreffenden Probenstrahls, bevorzugter durch das Umformen und Reflektieren der Wellenfront des auf den Mikrospiegelaktor auftreffenden Lichts des Probenstrahls. Das Rastern des Probenstrahls umfasst bevorzugt eine sequentielle Fokussierung des Probenstrahls auf Volumenelemente der Probe, wie obenstehend beschrieben.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Offenbarung betrifft ein Computerprogramm, umfassend Befehle, die bei der Ausführung durch eine Steuereinheit wie obenstehend beschrieben, bevorzugt eines Operationsmikroskops wie obenstehend beschrieben, bewirken, dass das System oder Operationsmikroskop, wie obenstehend beschrieben, das erfindungsgemäße Verfahren, wie obenstehend beschrieben, ausführen. Das Computerprogramm umfasst bevorzugt Befehle, die bei der Ausführung durch eine Steuereinheit, wie obenstehend beschrieben, bevorzugt eines Operationsmikroskops, bewirken, dass das System oder Operationsmikroskop, wie obenstehend beschrieben, das erfindungsgemäße Verfahren gemäß einer der bevorzugten Durchführungsformen, wie obenstehend beschrieben, ausführen. Das erfindungsgemäße Computerprogramm ist dabei bevorzugt in einem flüchtigen Speicher, beispielsweise einem RAM-Element, oder in einem nicht-flüchtigen Speichermedium, wie beispielsweise einer CD-ROM, einem Flash-Speicher oder dergleichen, abgelegt.
Weitere bevorzugte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den übrigen, in den Unteransprüchen genannten Merkmalen und den nachfolgend erläuterten Figuren. Die verschiedenen in dieser Anmeldung genannten Ausführungsformen der Erfindung sind, sofern im Einzelfall nicht anders ausgeführt, mit Vorteil miteinander kombinierbar.
Beschreibung der Figuren
Die Erfindung wird nachfolgend in Ausführungsbeispielen anhand der zugehörigen Zeichnungen erläutert. Es zeigen:

1 eine schematische Darstellung eines konventionellen OCT-Systems;
2 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen OCT-Systems gemäß einer Ausführungsform;
3 ein schematisches Ablaufdiagram eines Verfahrens gemäß einer Durchführungsform; und
4 eine schematische Darstellung einer Probe gemäß einer Ausführungsform.

1 zeigt eine schematische Darstellung eines konventionellen OCT-Systems.
Das OCT-System 100 weist eine breitbandige Lichtquelle 11 auf, bei der es sich beispielsweise um eine Superlumineszenzdiode oder einen durchstimmbaren Laser handelt. Das Licht der breitbandigen Lichtquelle 11 wird in ein Interferometer mit einem Strahlteiler 14 und einem beweglichen Spiegel 15 geleitet. Im Strahlteiler 14 wird das Licht in einen Probenstrahl 12 und in einen Referenzstrahl 13 geteilt. Der Probenstrahl 12 wird mittels eines Scanspiegels 16 in zwei Raumdimensionen gerastert, beispielsweise über ein im Sichtfeld des Probenstrahlengangs angeordnetes Auge eines Patienten 50. Der Referenzstrahl 13 wird auf den beweglichen Spiegel 15 gelenkt und von diesem zurück auf den Strahlteiler 14 reflektiert. Der Probenstrahl 12 interagiert mit dem Auge des Patienten 50, wird von dort zu dem Scanspiegel 16 zurückgestreut und von diesem auf den Strahlteiler 14 gelenkt. Dort werden der zurückgestreute Probenstrahl 12 und der reflektierte Referenzstrahl 13 zur Überlagerung gebracht, wobei ein Gangunterschied zwischen den überlagerten Strahlen 12, 13 durch den beweglichen Spiegel 15 eingestellt wird. Das so erzeugte Interferenzmuster 17 wird mittels eines Detektors 18, beispielsweise eines CCD-Detektors oder eines CMOS-Detektors, erfasst und als OCT-Signal 19 an eine Steuereinheit 20 übermittelt, wobei die Steuereinheit 20 zum Durchführen eines OCT-Verfahrens ausgebildet ist. Der Probenstrahlengang und der Referenzstrahlengang können auch weitere nichtbewegliche optische Komponenten 40 enthalten. In dieser Darstellung ist eine Linse 40 zum weiteren Fokussieren des auf das Auge 50 auftreffenden Probenstrahls 12 angeordnet.
2 zeigt eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen OCT-Systems 100 gemäß einer Ausführungsform. Insofern das erfindungsgemäße OCT-System 100 dieselben Komponenten aufweist, wie das mit Bezug zu 1 beschriebene OCT-System 100, wird auf eine wiederholte Beschreibung dieser Komponenten an dieser Stelle verzichtet. In dem erfindungsgemäßen OCT-System 100 ist der mechanisch bewegliche Scanspiegel 16 durch die Kombination aus einem Mikrospiegelaktor 6 und einem Multimode-Lichtwellenleiter 7 ersetzt. Diese beiden Komponenten 6 und 7 bilden im erfindungsgemäßen OCT-System 100 einen neuartigen Scanmechanismus ohne, bevorzugt am distalen Ende des Multimode-Lichtwellenleiter 7, angeordnete mechanisch bewegliche Komponenten. Der auf den Mikrospiegelaktor 6 gerichtete Probenstrahl 12 wird von dem Mikrospiegelaktor 6 so vorgeformt, dass ein konjugiertes Bild auf einem Fokuspunkt auf der Probe 50, in diesem Fall dem Auge eines Patienten, entsteht. Dabei ist die Lage des Fokuspunktes über die Umformung durch den Mikrospiegelaktor 6 in allen drei Raumrichtungen (x,y,z) einstellbar. Der neuartige Scanmechanismus ist daher zur Strahlablenkung des OCT-Probenstrahls 12 in allen drei Raumdimensionen verwendbar. Der Probenstrahl 12 interagiert mit dem Auge des Patienten 50, wird von dort über den Multimode-Lichtwellenleiter 7 zu dem Mikrospiegelaktor 6 zurückgestreut und von diesem auf den Strahlteiler 14 gelenkt. Dort werden der zurückgestreute Probenstrahl 12 und der reflektierte Referenzstrahl 13 zur Überlagerung gebracht, wobei ein Gangunterschied zwischen den überlagerten Strahlen 12, 13 durch den beweglichen Spiegel 15 eingestellt wird. Das so erzeugte Interferenzmuster 17 wird mittels eines Detektors 18, beispielsweise eines CCD-Detektors oder eines CMOS-Detektors, erfasst und als OCT-Signal 19 an eine Steuereinheit 20 übermittelt, wobei die Steuereinheit 20 zum Durchführen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist.
3 zeigt ein schematisches Ablaufdiagram eines Verfahrens gemäß einer Durchführungsform. Das Verfahren wird nachfolgend unter Bezugnahme auf das OCT-System 100 der 2 beschrieben. Das Verfahren weist einen ersten Schritt S101 des Emittierens von breitbandigem Licht aus der Lichtquelle 11 auf, wobei das breitbandige Licht in Richtung eines Strahlteilers 14 emittiert wird. Das Verfahren weist ferner den zweiten Schritt S102 des Teilens des Lichts in einen Probenstrahl 12 und einen Referenzstrahl 13 durch den Strahlteiler 14 auf. Der Probenstrahl 12 wird vom Strahlteiler 14 in einem dritten Schritt 103 in Richtung des Mikrospiegelaktors 6 geführt. In einem vierten Schritt S104 findet am Mikrospiegelaktor 6 eine Umformung und Reflektion einer auf den Mikrospiegelaktor 6 aufkommenden Wellenfront des Probenstrahls 12 statt. Durch die Umformung der Wellenfront kann die Anzahl von Lichtpunkten, die Lichtpunktgröße, der Fokus, die Lichtintensität, die Apertur und/oder die Position eines Lichtpunkts des Probenstrahls auf oder in der Probe 50 eingestellt werden. In einem fünften Schritt 105 wird das vom Mikrospiegelaktor 6 reflektierte und umgeformte Licht des Probenstrahls 12 in ein proximales (nahes) Ende des Multimode-Lichtwellenleiters 7 eingekoppelt. In einem sechsten Schritt 106 wird das umgeformte Licht des Probenstrahls 12 aus dem Multimode-Lichtwellenleiter 7 zum Beleuchten der Probe 50 ausgekoppelt. Der extrem dünne Multimode-Lichtwellenleiter 7 lässt sich sehr leicht in ein Auge eines Patienten führen, um dort auf kleinstem Raum OCT-Signal-Messungen durchzuführen. Der von der Probe 50 zurückgestreute Probenstrahl 12 wird durch den Probenstrahlengang, beispielsweise den Multimode-Lichtwellenleiter 7 oder einen anderen Multimode-Lichtwellenleiter, zur Überlagerung mit dem Referenzstrahl beispielsweise an den Detektor 18 oder an das (oder ein) Interferometer geführt. In einem siebten Schritt S107 werden der von der Probe 50 zurückgestreute und zurückgeführte Probenstrahl 12 und der Referenzstrahl 13 zum Erzeugen eines Interferenzmusters 17 überlagert. Das so erzeugte Interferenzmuster 17 kann mittels des Detektors 18 als OCT-Signal 19 erfasst werden, welches nachfolgend durch die Steuereinheit 20 ausgewertet wird, beispielsweise durch Erzeugung eines OCT-Bildsignals durch Volumenrendering oder ähnliche Verfahren.
4 zeigt eine schematische Darstellung einer Probe 50 gemäß einer Ausführungsform. Die Probe 50 weist dabei eine Vielzahl von Volumenelementen 51 auf.
Mit dem OCT-System 100 der 2 ist insbesondere das Volumen der Probe 50 erfassbar, indem von dieser gestreutes Licht des Probenstrahls 12 über den Mikrospiegelaktor 6 mittels des Interferometers 14 mit dem Referenzstrahl 13 überlagert wird. Das so erzeugte und mittels dem Detektor 18 als zeitaufgelöstes OCT-Signal 19 erfasste Interferenzmuster 17 weist eine Vielzahl von Tupeln 191 auf, wobei sich eine Anzahl der Tupel 191 beispielsweise aus einer Anzahl der mit dem Mikrospiegelaktor 6 abgerasterten Punkte in der Probe 50 ergibt. Jedes der Tupel 191 korrespondiert dabei zu einem der dargestellten Volumenelemente 51 und weist einen Wert einer Streuintensität s_i auf. Anhand einer Kalibrierung beziehungsweise Registrierung des OCT-Systems 100 relativ zu einem Koordinatensystem der Probe 50 (Patient) sind jedem der Tupel 60 ferner drei Raumkoordinaten x_i, y_i, z_i zugeordnet. In dem dargestellten Beispiel weist ein Tupel 60 die Raumkoordinaten x₁, y₁, z₁ und den Streuintensitätswert s₁ auf. Im Gegensatz zum konventionellen OCT-System 100 aus 1, wobei eine Tiefe z1 in der Probe 50 nur über den beweglichen Spiegel 15 im Referenzstrahlengang eingestellt werden kann, lässt der Mikrospiegelaktor 6 des erfindungsgemäßen OCT-Systems 100 eine direkte Probestrahlauslenkung in allen drei Raumkoordinaten x_i, y_i, z_i zu. Eine Probe 50 kann also ohne zusätzliche strahlablenkende Komponenten am distalen Ende eines Multimode-Lichtwellenleiters 7 sehr genau in drei Raumkoordinaten gescannt werden. Hierbei lassen sich die Positionierung des Spots des Probenstrahls in z-Richtung mittels Umformung der Wellenfront des Probenstrahls durch den Mikrospiegelaktor und die Abrasterung der Probe in z-Richtung durch Einstellung des Gangunterschieds zwischen Proben- und Referenzstrahl vorteilhaft miteinander kombinieren. Somit ist die Probe auch in z-Richtung vorteilhaft über große Bereiche mit einer gleichzeitig hohen Auflösung in z-Richtung abrastbar und erfassbar.
Bezugszeichenliste

100: OCT-System
6: Mikrospiegelaktor
7: Lichtwellenleiter
11: breitbandige Lichtquelle
12: Probenstrahl
13: Referenzstrahl
14: Strahlteiler (Interferometer)
15: beweglicher Spiegel (Interferometer)
16: Scanmechanismus (Scanspiegel)
17: Interferenzmuster
18: Detektor
19: OCT-Signal
OA: optische Achse
20: Steuereinheit
40: optisches Instrument
50: Auge eines Patienten / Probe
51: Volumenelement
60: Tupel (OCT)

Claims

OCT-System (100), aufweisend: eine breitbandige Lichtquelle (11); ein zum Erzeugen und Überlagern eines Probenstrahls (12) und eines Referenzstrahls (13) ausgebildetes Interferometer (14); einen zum Leiten des Probenstrahls (12) von und zu einer Probe (50) ausgebildeten Probenstrahlengang; einen zum Erfassen eines durch Überlagerung von Probenstrahl (12) und Referenzstrahl (13) erzeugten Interferenzmusters (17) als zeitaufgelöstes OCT-Signal (19) ausgebildeten Detektor (18); einen zum Reflektieren und Umformen von der Lichtquelle (11) emittierten Lichts ausgebildeten Mikrospiegelaktor (6); und einen Multimode-Lichtwellenleiter (7) zum Führen des vom Mikrospiegelaktor (6) reflektierten und umgeformten Lichts zu der Probe (50), wobei der Multimode-Lichtwellenleiter (7) ein erstes in Richtung des Mikrospiegelaktors (6) weisendes Ende und ein zweites in Richtung der Probe (50) weisendes Ende umfasst und wobei der Mikrospiegelaktor (6) und der Multimode-Lichtwellenleiter (7) in dem Probenstrahlengang angeordnet sind.
OCT-System (100) nach Anspruch 1, ferner aufweisend: eine mit der Lichtquelle (11), dem Detektor (18) und dem Mikrospiegelaktor (6) verbundene Steuereinheit (20), wobei die Steuereinheit (20) dazu ausgebildet ist: die Lichtquelle (11) anzusteuern, den Mikrospiegelaktor (6) zum Umformen des von der Lichtquelle (11) emittierten Lichts anzusteuern, den Detektor (18) zum Erfassen des OCT-Signals (19) der Probe (50) anzusteuern.
OCT-System (100) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei der Mikrospiegelaktor (6) derartig ansteuerbar ist, dass durch das Umformen des von der Lichtquelle (11) emittierten Lichts die Anzahl von Lichtpunkten, die Lichtpunktgröße, der Fokus, die Lichtintensität, die Apertur und/oder die Position eines Lichtpunkts des Probenstrahls (12) auf oder in der Probe (50) einstellbar ist.
OCT-System (100) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Mikrospiegelaktor (6) zum Rastern des Probenstrahls (12) in drei Raumdimensionen ansteuerbar ist.
OCT-System (100) nach Anspruch 4, wobei das OCT-Signal (19) eine Vielzahl von Tupeln (60) aufweist, die jeweils ein Volumenelement (51) der Probe (50) und eine Streuintensität repräsentieren, und wobei das Rastern des Probenstrahls (12) eine sequentielle Fokussierung des Probenstrahls (12) auf die Volumenelemente (51) umfasst.
OCT-System (100) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Mikrospiegelaktor (6) eine Vielzahl von einzeln ansteuerbaren Spiegelelementen umfasst.
OCT-System (100) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Multimode-Lichtwellenleiter (7) einen Durchmesser von 50 µm - 200 µm aufweist.
OCT-System (100) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Multimode-Lichtwellenleiter (7) in ein medizintechnisches Instrument integriert ist.
OCT-System (100) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Mikrospiegelaktor (6) ein mikro-opto-elektro-mechanisches System, MOEMS, umfasst.
OCT-System (100) nach Anspruch 9, wobei der Mikrospiegelaktor (6) ein Digital Micromirror Device, DMD, umfasst.
Verfahren zum Erfassen von OCT-Signalen (19), aufweisend die Verfahrensschritte: Emittieren (S101) von breitbandigem Licht aus einer Lichtquelle (11); Teilen (S102) des Lichts in einen Probenstrahl (12) und einen Referenzstrahl (13) durch einen Strahlteiler (14); Führen (S103) des Probenstahls (12) in Richtung eines Mikrospiegelaktors (6); Umformen und Reflektieren (S104) des auf den Mikrospiegelaktor (6) auftreffenden Probenstrahls (12); Einkoppeln (S105) des von dem Mikrospiegelaktor (6) umgeformten Probenstrahls (12) in ein erstes Ende eines Multimode-Lichtwellenleiters (7); Auskoppeln (S106) des umgeformten Probenstrahls (12) aus einem zweiten Ende des Multimode-Lichtwellenleiters (7) zum Beleuchten einer Probe (50); und Überlagern (S107) des von der Probe (50) zurückgestreuten Probenstrahls (12) und des Referenzstrahls (13) zum Erzeugen eines Interferenzmusters (17).
Verfahren nach Anspruch 11, ferner aufweisend den Verfahrensschritt: Rastern des aus dem zweiten Ende des Multimode-Lichtwellenleiters (7) ausgekoppelten umgeformten Probenstrahls (12) in drei Raumdimensionen durch das Umformen und Reflektieren (S104) des auf den Mikrospiegelaktor (6) auftreffenden Probenstrahls (12).
Verfahren nach Anspruch 12, wobei das OCT-Signal (19) eine Vielzahl von Tupeln (60) aufweist, die jeweils ein Volumenelement (51) der Probe (50) und eine zu dem Volumenelement (51) korrespondierende Streuintensität repräsentieren, und wobei das Rastern des Probenstrahls (12) eine sequentielle Fokussierung des Probenstrahls (12) auf die jeweiligen Volumenelemente (51) umfasst.
Computerprogramm, umfassend Befehle, die bei der Ausführung durch eine Steuereinheit (40) eines Systems (100) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 bewirken, dass das System (100) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 11 bis 13 ausführt.